DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UNA ORTESIS PARA MIEMBROS … · Figura 5.1 Ortesis para miembros...

UNIVERSIDAD DE CARABOBO

FACULTAD DE INGENIERÍA

ESCUELA DE INGENIERÍA MECÁNICA

DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UNA ORTESIS PARA

MIEMBROS INFERIORES

Tutor Académico: Autores:

Ing. Thalía San Antonio Br. Aimar Moreno

Br. Omar Liendo

Valencia, Mayo 2011

UNIVERSIDAD DE CARABOBO

FACULTAD DE INGENIERÍA

ESCUELA DE INGENIERÍA MECÁNICA

DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UNA ORTESIS PARA

MIEMBROS INFERIORES

Trabajo especial de grado presentado ante la ilustre Universidad de Carabobo para

optar al título de Ingeniero Mecánico

Tutor Académico: Autores:

Ing. Thalía San Antonio Br. Aimar Moreno

Br. Omar Liendo

Valencia, Mayo 2011

AAggrraaddeecciimmiieennttooss

A nuestra tutora, la profesora Thalía San Antonio, quien con sus

conocimientos y consejos acertados nos guió hacia la satisfactoria

culminación de este trabajo.

A la Universidad de Carabobo, específicamente a la Facultad de Ingeniería,

que a través de sus profesores nos brindó la oportunidad de formarnos como

profesionales.

Al I.V.S.S de Naguanagua, por permitirnos hacer uso de sus instalaciones

para la realización de pruebas y ajustes del equipo diseñado.

A las Doctoras Bianney Ojeda y Edimar González, por la asesoría médica

brindada la cual nos permitió obtener los conocimientos necesarios para poder

llevar a cabo el diseño y construcción de la ortesis.

A nuestro compañero y amigo Daniel Devita, por su colaboración en la

realización de los análisis numéricos de nuestro trabajo.

DDeeddiiccaattoorriiaa

A mis padres José y María Moreno y hermanas Aissa y Andrea, por sus

cuidados, por el apoyo y la confianza, por siempre estar allí en los momentos

difíciles para ayudarme a seguir adelante en la lucha por lograr mis metas

académicas y personales.

A Daniel Romero por sus palabras de aliento e incansable colaboración en la

elaboración de este trabajo de grado.

A mis compañeros de carrera que llegaron a convertirse en mis grandes

amigos y son piezas importantes de mi vida.

Aimar Moreno

DDeeddiiccaattoorriiaa

Le dedico este trabajo a mis padres, en especial a mi madre, Sonia, por su

apoyo incondicional a lo largo de todos estos años. A mis familiares por el

interés y empuje que me han dado por tanto tiempo. A la excelentísima

Universidad de Carabobo sobre todo a la escuela de ingeniería mecánica, por

todos los momentos especiales que allí viví. A Dayana, Daniel, Patricia,

Nancy, Rosana, Julio y Aimar, mis compañeros de estudios pero más que

eso, mis amigos del alma que tanto me acompañaron en este viaje que esta

pronto a terminar. Y a todas las personas que de una manera u otra me han

ayudado a ser la persona que soy hoy en día.

Omar Liendo Salas

RReessuummeenn

En este trabajo se presenta el diseño y la construcción de una ortesis para

miembros inferiores. En el IVSS de Naguanagua se necesita un equipo que

pueda ser usado por distintos pacientes durante las terapias de recuperación

y así determinar el tipo de ortesis adecuada de acuerdo a la patología. La

ortesis diseñada ofrece la posibilidad de modificar la altura y diámetro de las

correas para ajustarse a pacientes de distinta talla y peso. También limita los

movimientos de abducción y aducción en rodillas y tobillos para evitar lesiones

durante la marcha y bipedestación con ortesis. Además, tiene la posibilidad de

separarse en módulos para transformarse en tres tipos de ortesis, HKAFO,

KAFO o AFO según se requiera. Utilizando cálculos analíticos y métodos

numéricos se realizó un diseño capaz de soportar un esfuerzo máximo de

32,7 MPa y un factor de seguridad de 5,19. La concentración de esfuerzos en

ninguna sección del dispositivo superó la resistencia de fluencia del material

(170MPa). Se realizaron pruebas y ajustes al dispositivo donde se corroboró

su funcionamiento bajo condiciones críticas de trabajo, así como la comodidad

que proporciona al paciente durante su uso.

ÍÍnnddiiccee ggeenneerraall

Índice general i

Índice de figuras v

Índice de tablas ix

CAPÍTULO 1. Planteamiento del problema 1

1.1 Situación problemática 1

1.2 Objetivos 2

1.2.1 Objetivo General 2

1.2.2 Objetivos Específicos 2

1.3 Limitaciones 3

1.4 Alcance 3

1.5 Justificación 3

1.6 Antecedentes de la Investigación 4

CAPÍTULO 2. Marco teórico 7

2.1 Anatomía del miembro inferior 7

2.1.1 La cadera 7

2.1.2 La rodilla 9

2.1.3 El tobillo 10

2.1.4 El pie 10

2.1.5 La bóveda plantar 11

2.2 La locomoción y la marcha 12

ii Diseño y construcción de una ortesis para miembros inferiores

2.3 Ortesis de miembros inferiores 14

2.3.1 Clasificación de los aparatos 17

2.3.2 Materiales utilizados 17

2.4 Ortesis según su material de construcción 18

2.4.1 Ortesis metálica 18

2.4.2 Ortesis termoconformadas 20

2.4.3 Ortesis mixtas 21

2.5 Toma de medidas 22

2.6 Estabilización de la extremidad 26

2.7 Ciclo de marcha con ortesis en una pierna 26

CAPÍTULO 3. Marco metodológico 29

3.1 Nivel de la investigación 29

3.2 Metodología propuesta 29

3.2.1 Revisar bibliografía 29

3.2.2 Modelo de ortesis propuesto 30

3.2.3 Elección del material 30

3.2.4 Analizar el modelo propuesto a través del método de elementos

finitos. 30

3.2.5 Fabricar el modelo 32

3.2.6 Realizar pruebas experimentales a la ortesis 32

CAPÍTULO 4. Resultados Numéricos 33

4.1 Modelo propuesto para la ortesis 34

4.2 Materiales 38

4.3 Estudio analítico 38

4.4 Análisis numérico 42

4.4.1 Sistema analizado 42

4.5 Discretización del sistema por elementos finitos 43

Índice general iii

4.6 Análisis de resultados 46

CAPÍTULO 5. Pruebas al prototipo 49

5.1 Objetivos de las pruebas 49

5.2 Método 50

5.3 Resultados 58

CAPÍTULO 6. Conclusiones y Recomendaciones 59

6.1 Conclusiones 59

6.2 Recomendaciones 60

Referencias Bibliográficas 61

Anexos 63

ÍÍnnddiiccee ddee ffiigguurraass

Figura 2.1 Ejes y planos de movilidad 8

Figura 2.2 Flexión y extensión de rodilla 9

Figura 2.3 Anatomía del pie 11

Figura 2.4 Bóveda plantar 12

Figura 2.5 Representación de las principales componentes de la

marcha 12

Figura 2.6 Marcha normal 13

Figura 2.7 Ortesis tobillo-pie (AFO). 15

Figura 2.8 Ortesis rodilla-tobillo-pie (KAFO) 15

Figura 2.9 Ortesis cadera-rodilla-tobillo-pie (HKAFO) 16

Figura 2.10 Ubicación del isquión en la pelvis 19

Figura 2.11 Elementos de una ortesis metálica 19

Figura 2.12 Ortesis mixta 22

Figura 2.13 Posición del paciente para la toma de medidas 23

Figura 2.14 Hoja de información ortésica 25

Figura 2.15 Ciclo de marcha con ortesis 27

Figura 4.1 Ortesis para miembros inferiores diseñada 35

vi Diseño y construcción de una ortesis para miembros inferiores

Figura 4.2 Piezas de la ortesis 37

Figura 4.3 Esquema del sistema analizado 40

Figura 4.4 Diagrama de cuerpo libre, corte y momento 42

Figura 4.5 Sistema analizado de la ortesis 43

Figura 4.6 Análisis de convergencia del esfuerzo máximo de Von

Mises respecto al número de elementos para el sistema 45

Figura 4.7 Mallado del sistema modelado de la pieza 4 46

Figura 4.8 Esfuerzos de Von Mises (VM: MPa) para el sistema

sometido a flexión 47

Figura 5.1 Ortesis para miembros inferiores 50

Figura 5.2 Ajuste de altura de la ortesis 51

Figura 5.3 Colocación de la ortesis al paciente 52

Figura 5.4 Bipedestación 53

Figura 5.5 Marcha con ortesis 54

Figura 5.6 Flexión y extensión de rodilla 54

Figura 5.7 Flexión y extensión de tobillo 55

Figura 5.8 Articulación de cadera en sedestación 55

Figura 5.9 KAFO 56

Figura 5.10 AFO 57

Figura 5.11 Colocación de la ortesis a paciente sana 57

Figura 5.12 Marcha de paciente sana con ortesis 58

ÍÍnnddiiccee ddee TTaabbllaass

Tabla 4.1 Alturas a las que se puede ajustar la ortesis 36

Tabla 4.2 Rango de diámetros de las correas 36

Tabla 4.3 Piezas necesarias para el armado de la ortesis 37

Tabla 4.4 Propiedades mecánicas de materiales usados 38

Tabla 4.5 Resultados numéricos del esfuerzo máximo de Von Mises y

error porcentual para el sistema45

CCAAPPÍÍTTUULLOO 11PPllaanntteeaammiieennttoo ddeell pprroobblleemmaa

1.1 Situación problemática

Existen muchos tipos de patologías que pueden afectar a los miembros

inferiores del cuerpo humano, algunos son de nacimiento y otras ocasionadas

por accidentes o enfermedades. Independientemente de su naturaleza estas

lesiones ocasionan una incapacidad total o parcial de las piernas,

disminuyendo la calidad de vida.

Para tratar algunas de estas lesiones de tipo motriz, cerebral y/o sensitivas se

debe realizar fisioterapia al paciente, para recuperar la movilidad y control del

miembro afectado; sin embargo, no siempre la persona puede recuperarse,

haciéndose necesario el uso de equipos terapéuticos llamados ortesis. Éstos

son instrumentos de apoyo externo que permiten adoptar una postura en

bipedestación, corrigiendo y previniendo deformaciones en los miembros

inferiores, ayudando a la irrigación sanguínea y proporcionando soporte. Estos

dispositivo se clasifican de acuerdo a las articulaciones que asisten, ya sea,

cadera, rodilla y/o tobillo y se prescriben dependiendo de la lesión del

2 Diseño y construcción de una ortesis para miembros inferiores

paciente, pero en ciertas ocasiones no es posible determinar cuál es el

aparato más conveniente sin antes realizar algunas pruebas.

En la unidad de fisiatría del Instituto Venezolano de Seguros Sociales (IVSS)

de Naguanagua, se requiere una ortesis modular que permita realizar pruebas

y ajustes a fin de recomendar a cada paciente la que mejor se adapte a su

tipo de lesión.

1.2 Objetivos

1.2.1 Objetivo General

Diseñar y construir una ortesis para miembros inferiores.

1.2.2 Objetivos Específicos

Revisar los diferentes modelos de ortesis existentes en el mercado y

los materiales utilizados en su construcción. Así como la bibliografía

técnica asociada a este tipo de dispositivos.

Diseñar la ortesis haciendo uso del Método de los Elementos Finitos

(MEF).

Seleccionar los materiales para la construcción.

Construir un prototipo del dispositivo diseñado.

Realizar pruebas de funcionamiento al prototipo.

1.3 Limitaciones

Falta de presupuesto para la construcción del prototipo.

Dificultad en la adquisición del material para la construcción del

prototipo.

Capítulo 1. Planteamiento del problema 3

Dificultad en el acceso a la información actual sobre las ortesis.

1.4 Alcance

El proyecto de investigación se realizará en el ambulatorio del IVSS en

Naguanagua Edo. Carabobo, en el estudio se identificarán y analizarán los

diferentes tipos de ortesis utilizados en este instituto, su funcionamiento y

utilidad a fin de diseñar un dispositivo modular, que sea adaptable a una

variedad de pacientes (peso y talla) y a las articulaciones (cadera, rodilla,

tobillo), para facilitar al médico tratante la selección de la órtesis adecuada

1.5 Justificación

El ser humano en situación de discapacidad ya sea leve o severa, no alcanza

un desarrollo pleno de sus habilidades, lo cual disminuye su calidad de vida.

Las discapacidades en miembros inferiores impiden el control de las piernas,

en bipedestación o posición de pie y en la marcha independiente. Mientras

más severa sea la lesión, mayor será el esfuerzo que requerirán los pacientes

para moverse, realizar sus actividades cotidianas y desplazarse en su

entorno, haciéndose necesario el uso de ciertos equipos para poder

desenvolverse con facilidad.

Estos equipos llamados ortesis requieren ser seleccionados en tratamientos

para la discapacidad en miembros inferiores de acuerdo a la lesión de cada

paciente. La selección errónea ocasiona pérdidas de tiempo y económicas al

paciente y sus familiares, quienes en su mayoría cuentan con recursos muy

limitados para adquirir estos equipos.

El hecho de poseer un instrumento que ayude a la selección de la ortesis

correcta representa una gran ayuda al paciente y al terapeuta, logrando que

se le prescriba la adecuada y así acelerar la inclusión a la sociedad y aumento

en la calidad de vida de dichos pacientes.


1.6 Antecedentes

Fernández G. J., Sangüesa N. M et al (1995), en su trabajo “Ortesis para la

prevención de la subluxación y luxación de rodilla en alargamientos femorales

complejos” describen una ortesis para uso en la prevención de la subluxación

y luxación de rodilla en los casos de alargamientos femorales en los que se

considera posible la presentación de este problema. Tomando en cuenta dos

grandes grupos de riesgo:

Miembros inferiores en los que existe una inestabilidad previa por

malformaciones congénitas; en este grupo se incluía la asociación frecuente

en los fémures cortos congénitos de problemas ligamentosos de rodilla así

como de problemas en la potencia muscular.

Alargamientos de más del 15% de la longitud del fémur en los que las fuerzas

musculares pueden conducir con mayor facilidad a la subluxación de la

articulación.

Forner-Cordero A., Pons J. L, et al. (2005), en su publicación “Biomimetismo

para el diseño de ortesis robóticas para compensación de la marcha humana”

concluyeron que las limitaciones mecánicas representan un papel muy

importante en la elección de la estrategia de recuperación, pero no pueden

analizarse independientemente de otros factores. Además constataron

variaciones en las reacciones de los sujetos que podrían atribuirse a

aprendizaje o adaptación a las condiciones de los experimentos. Estos

resultados, sugirieron varias ideas para el diseño de ortesis robóticas o robots

bípedos caminantes más robustos, en los que se pueden implementar

agentes que monitoricen las funciones-objetivo encontradas

experimentalmente en seres humanos y que simulen la reacción de los

reflejos correctivos musculares.

Capítulo 1. Planteamiento del problema 5

Barenys Rut, Macías Lourdes, Manzanas Alicia (2005). En su trabajo de

investigación “Uso de las férulas, splints y ortesis para las extremidades

inferiores. Revisión de la literatura sobre la eficacia en niños con trastornos

neurológicos” se basaron en una serie de informes que discuten sobre la

eficacia de las intervenciones con férulas, splints y ortesis en el tratamiento de

niños y jóvenes con alteraciones neuromusculares, parálisis cerebral y/o daño

cerebral. Incluye estudios de investigación que tienen que ver con niños y

jóvenes con una variedad de condiciones y patologías. Realizaron esta

investigación debido a la escasez de investigaciones que existen sobre el uso

de estos dispositivos en niños y jóvenes con lesión cerebral. Se tratan las

principales características y especifican que para niños con alteraciones

neurológicas las órtesis son generalmente hechas a medida con material de

polipropileno que las fabrican técnicos ortésicos y las órtesis tienen que estar

confeccionadas en base a un positivo de modelaje, ya sea de yeso o fibra de

vidrio, y sobre el segmento del cuerpo del niño que se quiera realizar la

ortesis.

Moreno J. C, Brunetti Fernando, Pons José (2004). En “Estudios de variables

biomecánicas para discriminación de actividades con una ortesis de miembro

inferior” trataron el desarrollo de un sistema inteligente que controle una

ortesis de miembro de uso cotidiano y estudiaron las principales variables

biomecánicas del miembro inferior involucrado, dado un grupo de datos

correspondientes a las actividades por reconocer y siguiendo un enfoque de

máquina de estados finitos. En esta investigación los requisitos para el control

inteligente de una ortesis de miembro inferior establecen la necesidad de

medir parámetros biomecánicos relacionados con la marcha humana y otras

actividades de la vida diaria.

González R, García E, et al (2007). En “Utilización de las nuevas tecnologías

en el diseño de un dispositivo ortopédico” abordan la problemática del

tratamiento de torsión tibial y la necesidad de un dispositivo ortopédico para


su corrección. Se mencionan los elementos necesarios para el diseño de

dicho dispositivo, así como las ventajas que proporcionan las nuevas técnicas

de diseño, finalmente se muestra el modelo 3D del prototipo del dispositivo

bajo la acción de las cargas lo que nos posibilita comprobar el diseño y decidir

el modelo óptimo para su fabricación. Se pudo visualizar el producto antes de

ser fabricado a través del modelo en 3D, y se pudieron realizar

transformaciones a la geometría sin incurrir en gastos por concepto de

utilización de materia prima. Una vez realizados los análisis a través del MEF

se pudo decidir cuál de las variantes de la pieza es la que resistía la acción

de las cargas y de esta forma seleccionaron el diseño óptimo.

CCAAPPÍÍTTUULLOO 22MMaarrccoo tteeóórriiccoo

Para hablar del diseño de una ortesis primero se debe describir las

características anatómicas y funcionales de los pacientes o personas, así

como también los aspectos más importantes de la locomoción humana y sus

diferentes etapas.

2.1 Anatomía del miembro inferior

En anatomía humana el miembro inferior o pelviano comprende cada una de

las extremidades fijadas al tronco a nivel de la pelvis, mediante la cintura

pelviana. Este se compone fundamentalmente de las siguientes partes

(Kapandji 1.997):

2.1.1 La cadera

Es la articulación proximal del miembro inferior situada en la parte superior del

mismo, su función es orientarlo en todas las direcciones en el espacio, para lo

cual posee tres ejes y tres grados de libertad que se describen a continuación

(ver figura 2.1):

Un eje transversal, situado en el plano frontal, alrededor del cual se

ejecutan los movimientos de flexo- extensión.


Un eje anteroposterior en el plano sagital que pasa por el centro de la

articulación, alrededor del cual se efectúan los movimientos de

abducción y aducción.

Un eje vertical, que se confunde con el eje longitudinal del miembro

inferior cuando la cadera está en posición de alineamiento. Este eje

longitudinal permite los movimientos de rotación externa y rotación

interna.

Figura 2.1. Ejes y planos de movilidadFuente: Gutiérrez D y Sira O (1986).

Plano sagitalFlexión/Extensión

Plano frontalAbducción/Aducción

Plano TransversalRotación

Eje transversalEje anteroposterior

Eje vertical o longitudinal

Capítulo 2. Marco teórico 9

2.1.2 La rodilla

Es la articulación media del miembro inferior, posee un solo grado de libertad,

la flexoextensión (ver figura 2.2) que le permite regular la distancia del cuerpo

respecto al suelo. La rodilla trabaja, esencialmente, en compresión bajo la

acción de la gravedad. De manera accesoria, la articulación de la rodilla posee

un segundo grado de libertad: la rotación sobre el eje longitudinal de la pierna,

que solo aparece cuando la rodilla esta flexionada.

Desde el punto de vista mecánico, la articulación de la rodilla es un caso

sorprendente, ya que debe conciliar dos imperativos contradictorios:

Poseer una gran estabilidad en extensión máxima, posición en que la

rodilla hace esfuerzos importantes debido al peso del cuerpo y a la

longitud de los brazos de palanca

Adquirir una gran movilidad a partir de cierto ángulo de flexión,

necesaria en la carrera y para la orientación óptima del pie en relación

a las irregularidades del terreno.

Figura 2.2. Flexión y extensión de rodillaFuente: Gutiérrez D y Sira O (1986).


2.1.3 El tobillo

La articulación distal del miembro inferior es la del tobillo. Es una tróclea, lo

que significa que solo posee un único grado de libertad. Condiciona los

movimientos de la pierna en relación al pie en el plano sagital. Es

indispensable para la marcha, tanto si ésta se desarrolla en terreno llano

como en terreno accidentado.

Se trata de una articulación que sufre limitaciones importantes, ya que en

apoyo monopodal soporta la totalidad del peso del cuerpo, incluso aumentado

por la energía cinética cuando el pie toca suelo a cierta velocidad durante la

marcha, la carrera o la recepción del salto.

2.1.4 El pie

Las articulaciones del pie son numerosas y complejas; unen los huesos del

tarso entre si, además de conectarlos con los del metatarso. Son las que a

continuación exponen:

La articulación calcaneoastragalina, denominada también

subastragalina.

La articulación mediotarsiana.

La articulación tarsometatarsiana.

Las articulaciones escafocuboidea y escafocuneales.

Estas articulaciones tienen una doble función: en primer lugar, orientar el pie

con respecto a los otros dos ejes (ya que la orientación en el plano sagital le

corresponde a la tibiotarsiana) para que el pie se pueda orientar

correctamente con respecto al suelo sea cual sea la posición de la pierna y la

inclinación del terreno y en segundo lugar; modificar tanto la forma como la

curva de la bóveda plantar para que el pie se pueda adaptar a las

desigualdades del terreno además de crear entre el suelo y la pierna,


transmitiendo el peso del cuerpo, un sistema que amortigüe dando al paso

elasticidad y flexibilidad, la anatomía del pie puede apreciarse en la figura 2.3.

2.1.5 La bóveda plantar

Se llama bóveda plantar al conjunto que forman los elementos óseos y

ligamentosos del pie. Este conjunto conforma una bóveda elástica (ver figura

2.4), lo que le permite adaptarse a todas las irregularidades del terreno,

actuando a la vez como amortiguador, proporcionando suavidad a la marcha.

Figura 2.3 Anatomía del pieFuente: Central dupage hospital

Falanges

Tarsianos

Falange proximal

Falange media

Metatarsianos

Falange distal

Escafoides

Cuboides

Cuneiforme(Tercer, segundo, primer)

Astrágalo

Calcáneo


2.2 La locomoción y la marcha

La locomoción humana normal se ha descrito como una serie de movimientos

alternantes, rítmicos, de las extremidades y del tronco que determinan un

desplazamiento hacia delante del centro de gravedad.

El ciclo de la marcha comienza cuando el pie contacta con el suelo y termina

con el siguiente contacto con el suelo del mismo pie como se puede observar

en la figura 2.5. Los dos mayores componentes del ciclo de la marcha son: la

fase de apoyo y la fase de balanceo. Una pierna está en fase de apoyo

cuando está en contacto con el suelo y está en fase de balanceo cuando no lo

esta.

Figura 2.4. Boveda plantarFuente: Central dupage hospital

Figura 2.5. Representación de las principales componentes de la marchaFuente: Clavell Salvador et al, (1989)


Estas dos fases se van alternando de una pierna a la otra durante la marcha.

En un paso completo, el apoyo sencillo se refiere al periodo cuando sólo una

pierna está en contacto con el suelo (ver figura 2.6).

El periodo de doble apoyo ocurre cuando ambos pies están en contacto con el

suelo simultáneamente. La diferencia entre correr y caminar es que durante la

corrida no hay periodo de doble apoyo.

Según el Instituto de Biomecánica de Valencia la cantidad relativa de tiempo

gastado durante cada fase del ciclo de la marcha normal, a una velocidad

normal de 100 a 115 pasos por minuto es:

Fase de apoyo: 60% del ciclo.

Fase de balanceo: 40% del ciclo.

Fase de apoyo doble: 20% del ciclo.

Figura 2.6. Marcha normalFuente: Clavell Salvador et al, (1989)

Fase de apoyo doble

Fase de balanceo

Fase de apoyo doble

Fase de apoyo


2.3 Ortesis de miembros inferiores

Una ortesis de miembros inferiores es un dispositivo externo aplicado o

conectado a un segmento inferior del cuerpo para mejorar: la función de

control de movimiento, la prestación de apoyo a través de la estabilización de

la marcha, la corrección de deformidades flexibles, en las cuales la

articulación aun puede presentar movimientos y tiene la posibilidad de

recuperarse. También puede reducir el dolor a través de la transferencia de

carga a otra zona y prevenir la progresión de las deformidades fijas, en las

cuales la articulación está completamente inmóvil y atrofiada.

Ortesis es el término médico para nombrar a lo que la mayoría de las

personas se refieren como un corsé o una férula. Las ortesis en general son

nombradas por el órgano de participación de las regiones que asisten, como

lo demuestran las siguientes abreviaturas:

AFO: es una ortesis tobillo-pie por su escritura en ingles (ankle-foot

orthosis) como se puede apreciar en la figura 2.7. Este tipo de ortesis

es comúnmente prescrita para la debilidad o parálisis de tobillo,

dorsiflexión, la flexión plantar, inversión y eversión, también se utilizan

para prevenir o corregir deformidades y reducir peso.

La posición del tobillo afecta indirectamente la estabilidad de la rodilla

con flexión plantar de tobillos proporcionando una fuerza de extensión a

la rodilla y el tobillo. Las AFO han demostrado reducir el costo

energético de la deambulación en una amplia variedad de condiciones,

tales como diplejía espástica, debido a la parálisis cerebral y hemiplejía

espástica en infarto cerebral, entre otras.


KAFO: es una ortesis rodilla-tobillo-pie (knee-ankle-foot orthosis).

Consiste en una AFO con postes de metal, una articulación mecánica

de rodilla, muslo y 2 bandas (ver figura 2.8). Una KAFO puede ser

utilizada en parálisis de cuádriceps o debilidad para mantener la

estabilidad de la rodilla y el control flexible del valgo o varo. También es

utilizada para limitar el peso del muslo, pierna y pie con forma

cuadrangular o isquial. Una KAFO es más difícil de quitarse que un

AFO, por lo que no está recomendado para pacientes que padecen

disfunción cognitiva de moderada a grave.

Esta ortesis puede ser hecha de metal, cuero y metal-plástico o de

plástico y plástico-metal.

Figura 2.7. Ortesis tobillo-pie (AFO)Fuente: Alexander Michael A. (2009)

Figura 2.8. Ortesis rodilla-tobillo-pie (KAFO)Fuente: Alexander Michael A. (2009)


HKAFO es una ortesis cadera-rodilla-tobillo-pie (hip-knee-ankle-foot

orthosis).

Este dispositivo es básicamente una KAFO con una sección pélvica y

una articulación de cadera adicionales (ver figura 2.9).

La sección pélvica y la articulación de cadera proporcionan un control

de movimientos específicos de la cadera. Estos movimientos

seleccionados sobre la cadera son de adelante hacia atrás, de lado a

lado y la rotación.

Una razón por la que se le agrega la sección de la cadera a una KAFO

es reducir o minimizar el riesgo de que la cadera se disloque. Otra

razón común es para estabilizar la cadera y la parte baja de la columna

en los casos donde el paciente es débil o presenta parálisis.

Una ortesis se clasifica como un dispositivo estático o dinámico. Una ortesis

estática es rígida y se utiliza para apoyar el debilitamiento de las partes del

cuerpo o parálisis en una posición determinada. Una ortesis dinámica se

utiliza para facilitar el movimiento del cuerpo para permitir la óptima función.

Una ortesis de miembros inferiores se debe utilizar sólo para la gestión

específica de un determinado trastorno. Las juntas de una ortesis deben

Figura 2.9. Ortesis cadera-rodilla-tobillo-pieFuente: Alexander Michael A. (2009)


ajustarse a la aproximación de las articulaciones anatómicas. La mayoría de

las ortesis utilizan un sistema de 3 puntos para garantizar la correcta posición

de la extremidad inferior en el interior de la ortesis.

2.3.1 Clasificación de los aparatos

Según los materiales y la forma de construcción se clasifican en metálicos,

termoconformados y mixtos. Todos los modelos de estas ortesis tienen

funciones, formas y elementos que les son comunes. La diferencia entre ellos

consiste en los materiales y en el tipo de articulaciones. La elección de los

materiales dependerá de si se considera más importante la solidez o la

estética del aparato (Vilado 1.989).

2.3.2 Materiales utilizados

Plástico Termoendurecible: puede ser moldeado en forma permanente

después del calentamiento. No vuelve a su consistencia original,

incluso después de ser recalentados. Los materiales termoplásticos se

ablandan al calentarse y al enfriarse se endurecen y se pueden

clasificar de la siguiente manera:

- Los termoplásticos de baja temperatura pueden ser fabricados de

manera fácil y rápidamente con agua caliente o aire caliente y unas

tijeras, pero se utilizan principalmente en actividades de bajo

esfuerzo.

- Termoplásticos de alta temperatura (polipropileno): requieren

mayor temperatura (150 ° C) para moldear, pero son ideales para

actividades donde se apliquen grandes esfuerzos (Alexander

2.009).

Cuero: como la piel del ganado, se utiliza para la construcción de

zapatos porque conduce el calor y absorbe bien el agua.


Caucho: tiene resistencia y cualidades de absorción de choque.

Metal: los metales como acero inoxidable y aleaciones de aluminio son

moldeables, pero son pesados y estéticamente desagradables. Los

metales pueden ser utilizados para componentes, postes de metal,

resortes, y los cojinetes.

2.4 Ortesis según material de construcción

2.4.1 Ortesis metálicas

Las ortesis metálicas básicas constan de dos tutores verticales, generalmente

de aluminio, que bajan a lo largo de la pierna, uno por el lado interno desde 2

cm por debajo del perineo hasta la planta del pie, y otro por el lado externo

desde 4 cm por encima del trocánter mayor, también hasta la planta del pie

(véase figura 2.11). Dichos tutores se unen entre sí por medio de correas

situadas sobre la parte posterior de la pierna y horizontales al suelo, en

números de tres o cuatro según la longitud de la extremidad. (Vilado1.989).

La primera correa corresponde a un cinturón que da apoyo al tronco. La

segunda correa está situada en la parte superior del muslo. Cuando es

necesario que el bitutor descargue el peso del cuerpo a la extremidad (apoyo

isquiático, ver figura 2.10), esta correa se sitúa inmediatamente por debajo de

la tuberosidad isquiática, con la forma adecuada para que no presione en la

zona perineal. La parte situada debajo del isquión es horizontal y lateralmente

se remonta por encima del trocánter.

La tercera correa está situada en la parte inferior del muslo. En las ortesis

para pacientes adultos, a 9 cm por encima de la interlinea de la articulación de

la rodilla, y para los niños a 6 cm.


Figura 2.11.Elementos de una ortesis metálica Fuente: Clavell Salvador et al. (1989)

VISTA ANTERIOR

VISTA POSTERIOR

Rodillera Semiaros posteriores

Apoyo isquiáticoSI- NO

Tutores

Articulación de

rodilla

Articulación de tobillo

Isquión

Figura 2.10. Ubicación del isquión en la pelvisFuente: fttp://4.bp.blogspot.com

Trocanter mayor

Hueso Ilíaco


La cuarta correa está situada en la parte superior de la pantorrilla a 9 ó a 6 cm

por debajo de la línea articular de la rodilla según se trate de individuos

adultos o niños respectivamente. En el caso de que la distancia entre esta

última correa y la articulación de los tobillos sea superior a 20 cm, se situará

una quinta correa, justo a la mitad de esta distancia.

Por delante, las correas de las ortesis son protecciones de piel que, mediante

hebillas, fijan la ortesis a la pierna.

A nivel de las articulaciones anatómicas de la rodilla, en ocasiones, los tutores

verticales incorporan unas articulaciones de rodilla mecánicas, de las que

existen varios modelos. Las más utilizadas son las bloqueables por anillas y

las bloqueables por gatillo, también conocidas como articulaciones

semiautomáticas o suizas.

Estas articulaciones permiten al paciente sentarse y flexionar la rodilla hasta

120°. En cambio, en posición erecta, con la articulación bloqueada por medio

del sistema de anillas o del gatillo suizo, el bitutor impide que la rodilla se

flexione, posibilitando la marcha.

En el centro de esta articulación mecánica, una rodillera de forma cóncava,

que está sujeta a las barras del bitutor mediante correas graduables, aguanta

la rodilla cuando el paciente está de pie con las articulaciones mecánicas

bloqueadas, permitiéndole doblarla, para sentarse, cuando desbloquea la

articulación.

Sobre la base del estribo va montado el zapato o la bota (elección que se

hace según las características de cada paciente).

2.4.2 Ortesis termoconformadas

Este tipo de bitutor, como el anterior, sirve para contener la rodilla sin ninguna

o con poca actividad de los cuádriceps y para controlar la posición del pie

durante la marcha.


Se llaman termoconformados porque están construidos con polipropileno,

material plástico que se conforma sobre el molde obtenido de la extremidad

inferior del paciente a una temperatura a 150 °C.

Sólo las articulaciones mecánicas de la rodilla y en ocasiones, la del tobillo

son metálicas y de iguales características que los bitutores metálicos.

En general, estas ortesis no son tan sólidas por lo que no es aconsejable que

sean usadas por pacientes con deformidades importantes.

La finalidad que predomina es la estética, además de la funcional. La parte

inferior de la ortesis se coloca directamente sobre la pierna, y la pieza que

controla el pie queda cubierta por el calcetín o la media, pudiendo además

calzar un zapato normal.

La aceptan bien las pacientes femeninas que pueden llevarlas con faldas, sin

que se note demasiado su presencia.

Al no ser tan resistente como los bitutores metálicos; si se quiere usar en

algún paciente masculino, se tendrá en cuenta la edad, el peso y la actividad

del paciente, para que la duración y la efectividad del dispositivo sean

adecuadas (Vilado 1.989).

2.4.3 Ortesis mixtas

Como la palabra indica, es una combinación de los dos modelos anteriores.

La parte inferior a la rodilla es de polipropileno y tiene las mismas

características que el bitutor termoconformado. La articulación de la rodilla es

metálica y puede ser del tipo que se bloquea con anillas o del semiautomático,

con gatillo y semiaro posterior. La parte superior a la rodilla es exactamente

igual al bitutor largo metálico descrito anteriormente. Se construye sobre un

molde de yeso obtenido de toda la pierna del paciente, siguiendo la técnica

habitual de las ortesis termoconformadas.

Su finalidad es combinar la estética con la resistencia. Por lo general, los

bitutores construidos con materiales plásticos, al cubrir mayores áreas del


miembro y permitir escasa transpiración, resultan más calurosos que los

metálicos.

Los bitutores mixtos permiten combinar las ventajas de los dos modelos

evitando algún inconveniente de cada uno de ellos.

2.5 Toma de medidas

Como en todas las ortesis que se construyen a medida, es muy importante la

observación de las desviaciones y deficiencias del miembro al que se aplicará

el dispositivo. Por ésto es necesario observar al paciente de pie, mientras

camina, si puede hacerlo, y también acostado sobre la camilla para examinar

hasta qué punto es corregible la deformidad o la deficiencia que le afecta.

Todo lo observado se anotará sobre la “Hoja de información ortésica”, junto

con los datos del paciente. Esta hoja se utilizará en el taller, en el momento de

las pruebas y colocación del aparato, y llevará información sobre las medidas

y planos de la ortesis. Para tomar las medidas, se situarán las piernas del

Figura2.12. Ortesis MixtaFuente: Clavell Salvador et al. (1989)


paciente de igual forma y sobre el mismo tablero como se aprecia en la figura

2.13, con el tablero extendido, se obtendrá con un lápiz de trazo grueso el

contorno de la pierna desde la zona perineal en descenso por todo el lado

medial, hasta el ángulo que forma el tablero con la plataforma sobre la que se

apoya el pie con firmeza. Por el lado lateral se subirá desde el ángulo que

forma la plataforma bajo el talón hasta alcanzar la cresta superior del ala

iliaca.

Con un lápiz dermográfico se hacen las siguientes marcas sobre el lado

interno de la pierna del paciente:

Señal a 2,5 cm por debajo del perineo y otra 4 cm más abajo. Estas

marcas sitúan la altura y la anchura del semiaro proximal del muslo.

Señal a 1,5 cm por encima de la interlinea de la articulación de la

rodilla. Esta marca indica la situación de la articulación mecánica de la

rodilla en el caso de que el aparato sea articulado.

Señal a 9 cm por encima de la marca de la rodilla y otra a 4 cm por

encima de la anterior. Estas marcas indican la altura y la anchura del

semiaro distal del muslo.

Figura 2.13. Posición del paciente para la toma de medidasFuente: Clavell Salvador et al. (1989)


Señal a 9 cm por debajo de la marca de la rodilla, y otra a 4 cm por

debajo de la anterior. Indican la altura y la anchura del semiaro

proximal de la pantorrilla. Los semiaros distal del muslo y proximal de la

pantorrilla se sitúan a 6 cm desde la señal de la rodilla cuando se trata

de niños menores de 10 años.

Señal sobre el centro del maléolo tibial con objeto de indicar la

situación de la articulación mecánica del tobillo.

Cuando desde la señal del tobillo hasta el borde inferior del semiaro

proximal de la pantorrilla haya más de 20 cm, se señalará la

localización de un semiaro intermedio para dar más solidez al aparato

y asegurar al mismo tiempo la función de la articulación mecánica del

tobillo.

A continuación, en el lado externo de la figura representada en la hoja de

información ortésica(ver figura 2.14) coincidiendo con la altura de las marcas

señaladas se dibujan un triángulo y una circunferencia, para determinar los

diámetros y los perímetros de la pierna. Dentro de los cuadrados dibujados en

el lado interno se anotan las alturas correspondientes y también la altura

desde el isquión al suelo. Se miden los grados de rotación de la tibia.

Esta información sirve para que, una vez trazado el plano y modificado

convenientemente, el mecánico ortésico pueda construir la ortesis con la

seguridad de que estará bien alineada y se adaptará con fidelidad tanto a la

función como a la forma de la pierna del paciente. (Vilado 1.989)


Figura 2.14. Hoja de información ortésicaFuente: Clavell Salvador et al. (1989)


2.6 Estabilización de la extremidad

Ya se han descrito los diferentes elementos con que se construyen los

bitutores, ya sean de tipo metálico, termoplásticos o mixtos.

El apoyo isquiático es recomendable cuando existe una insuficiencia de los

músculos de la cadera. Se ajusta al muslo y se moldea a modo de asiento

alrededor de la tuberosidad isquiática y por debajo de ésta. Realiza también

una función de descarga que facilita la prevención y el control de

deformidades.

La articulación de la rodilla se mantiene bloqueada durante la marcha para

evitar su flexión por parálisis de cuádriceps; al desbloquearla permite que la

persona se siente. Estos pacientes, si no llevan ortesis, deben apoyar su

mano sobre la parte frontal del muslo para estabilizar la extremidad inferior.

En la articulación del tobillo, la flexión dorsal debe ser de 15°, necesaria para

una marcha aceptable. Generalmente la flexión plantar es nula.

2.7 Ciclo de marcha con ortesis en una pierna

En los pacientes que usan bitutor largo pueden observarse variaciones de la

marcha normal.

1er tiempo: doble apoyo o de impulso. El cuerpo se desplaza hacia

adelante para dar impulso a la extremidad afectada.

2do tiempo: período oscilante o de elevación. La pierna sana debe

estar en extensión completa.

El tope que bloquea la flexión plantar del tobillo de la extremidad

lesionada ayuda a realizar una marcha correcta.

En este tiempo existe una báscula compensadora de la pelvis.


3er tiempo: doble apoyo anterior o de recepción. La estabilización de la

extremidad afectada está asegurada por el bitutor. La amortiguación es

muy deficiente, por lo que es en este momento cuando se produce más

deterioro en la ortesis, donde es necesaria una absorción adecuada de

los impactos.

4to tiempo: apoyo unilateral. De características similares a la anterior,

está menos solicitada la ortesis de la extremidad afectada.

Todas estas características de la marcha con ortesis se pueden

observar en la figura 2.15.

Figura 2.15. Ciclo de marcha con ortesisFuente: Clavell Salvador et al. (1989)

3.1 Nivel de la investigación

La presente investigación es de tipo aplicada, debido a que tiene como

propósito solucionar un problema que se presenta en el I.V.S.S. de

Naguanagua mediante el diseño y construcción de una ortesis para miembros

inferiores.

3.2 Metodología propuesta

3.2.1 Revisar bibliografía

El desarrollo de la presente investigación empieza con una revisión

bibliográfica, basada en publicaciones relacionadas a la construcción

de ortesis para miembros inferiores, específicamente a las HKAFO, a

manera de comprender los principios en los cuales están basados el

diseño y la construcción de las mismas. También se obtiene

información referente a las diferentes tipos de ortesis existentes y los

materiales más comunes usados para su fabricación. Además se

presentará información sobre la anatomía humana, únicamente sobre

CCAAPPÍÍTTUULLOO 33MMaarrccoo MMeettooddoollóóggiiccoo


las extremidades inferiores para así comprender el proceso de marcha

y bipedestación del hombre.

3.2.2 Modelo de ortesis propuesto

Una vez revisada la bibliografía se plantea el modelo de la ortesis,

basada en los fundamentos dados en la revisión bibliográfica. Esta

estuvo basada también en las características propuestas por los

médicos especialistas, las restricciones dadas en las ortesis y en la

evaluación de los dispositivos ya existentes en el mercado.

Posteriormente, se determinan las condiciones de contorno del modelo

estableciendo las condiciones críticas a las cuales puede verse

sometida. Se desarrolla el modelo computacional usando el módulo de

diseño asistido por computadora AutoCAD que servirá posteriormente

para generar el mallado en elementos finitos usando el programa

ABAQUS CAE 6.9.

3.2.3 Elección del material

Paralelamente a la actividad anterior, se procede a seleccionar el

material que se va a usar en el diseño, análisis y fabricación del

modelo, de acuerdo a las ventajas y desventajas de los mismos

considerando que el material elegido debe ser de comercialización

nacional y de un bajo costo.

3.2.4 Analizar el modelo propuesto a través del método de elementos

finitos.

A manera de determinar los esfuerzos y deformaciones a las cuales

será sometido el dispositivo en condiciones de trabajo, se procede a

analizar el modelo propuesto a partir de la utilización del programa de

análisis de elementos finitos (MEF), empleando los siguientes pasos:

Capitulo 3 Marco metodológico 31

Realizar el modelo en un sistema CAD e importar al programa a utilizar

(MEF).

Selección del tipo de elemento o elementos a emplear. En función de

tipo de cálculos a realizar el programa dispone de diferentes tipos de

elementos que son específicos para cada aplicación. Por ejemplo,

elementos especiales para cálculos de tensiones planas, tensiones 3D,

entre otras.

Se define y asigna el material correspondiente a cada uno de sus

partes que compone el modelo, colocando las características

necesarias para realizar el estudio.

Aplicación de las condiciones de contorno del modelo, definiendo las

interacciones existentes entre cada una de sus partes.

Definición de las cargas exteriores (puntuales, lineales o superficiales)

dependiendo del estudio.

Se realiza el mallado de los componentes del modelo que definan su

forma correctamente.

Selección del tipo de cálculo a realizar, por ejemplo si es un cálculo

dinámico, sólido, estático entre otros.

Configuración de los parámetros de cálculo. Selección de los intervalos

de tiempo, norma del error, número de iteraciones, etc.

Se inicia la simulación del modelo, para luego esperar y observar los

resultados.

Se analizan los resultados de la simulación para verificar que el diseño

sea correcto.


3.2.5 Fabricar el modelo

A partir de las especificaciones del diseño del modelo, se determinan los

procesos los cuales nos permitirán construir la ortesis, asi como también

las herramientas a utilizar tomando en consideración la disponibilidad de

las mismas.

3.2.6 Realizar pruebas experimentales a la ortesis

Una vez construido el dispositivo se procederá a realizar pruebas para

verificar su buen funcionamiento y ajustes posibles. El sujeto de prueba

será un paciente de la unidad de fisiatría del I.V.S.S de Naguanagua.

En este capítulo se presentan los resultados obtenidos en el diseño de la

ortesis para miembros inferiores, basados en un estudio analítico del equipo

donde a través de un diagrama de corte y momento se obtendrá el valor del

esfuerzo máximo al cual estará sometido el equipo y el factor de seguridad de

la ortesis completa y un procedimiento de análisis por el método de elementos

finitos. Inicialmente, se presenta la geometría de la ortesis diseñada. Se

genera un modelo definiendo el material y las condiciones de contorno

empleadas para evaluar numéricamente el comportamiento de tensiones que

se producen durante su uso, usando el programa de análisis de elementos

finitos ABAQUS versión CAE 6.9. Posteriormente, se muestran los resultados,

destacando la distribución de los esfuerzos equivalentes de Von Mises,

definiendo el factor de seguridad para las condiciones dadas, en este análisis

se estudiará la sección del equipo correspondiente a la articulación de rodilla,

por ser esta la zona sometida a mayores esfuerzos.

CCAAPPÍÍTTUULLOO 44RReessuullttaaddooss


4.1 Modelo propuesto para la ortesis

Basados en la revisión de los antecedentes y el problema específico

planteado por el equipo de fisiatras del I.V.S.S. se plantean las siguientes

especificaciones con las cuales debe cumplir la ortesis a diseñar:

Debe ser modular, capaz de transformarse en HKAFO, KAFO, AFO

para poder probarla en distintos pacientes dependiendo de la patología

y hacer la prescripción del aparato correcto.

Debe ser ajustable, tanto la altura como el diámetros de las correas de

la ortesis se deben poder ajustar para usarse en pacientes con

diferentes talla y peso, tomando como peso máximo aproximadamente

70 Kg.

Las articulaciones de cadera y rodilla deben ser bloqueables, esto para

evitar en el caso de la cadera que la articulación gire durante la marcha

con ortesis y se mantenga alineada con el resto de la estructura y en el

caso de la rodilla que el paciente pierda el control sobre el equipo y se

caiga.

Las correas deben ser rígidas para mantener las piezas alineadas y en

la posición correcta respecto a la pierna. Además Deben fabricarse en

un material resistente y suave para garantizar su durabilidad y que no

lastime al paciente con el roce.

En base a las variables anteriores se propone que la ortesis este conformada

por un conjunto de platinas rectangulares de diversos tamaños, las cuales

poseen una serie de agujeros (ver figura 4.1), que permitirán ajustar el tamaño

de la ortesis para que pueda ser usado por personas de alturas diferentes. Se

presentan articulaciones a la altura de la cadera y rodillas para permitir tanto

el desplazamiento como la posibilidad de sentarse y levantarse al paciente

mientras usa el dispositivo. Estas articulaciones están más alejadas de la

pierna que el resto de las piezas para evitar lesiones y roce a la hora de

Capítulo 4. Resultados numéricos 35

realizar movimientos de flexión y extensión. La ortesis presenta un grupo de

correas los cuales son usados para ajustarla al paciente al momento de darle

uso a la ortesis. En la figura 4.1 se muestra la ortesis para miembros inferiores

diseñada donde se señala la posición aproximada de las correas.

Figura 4.1. Ortesis para miembros inferiores diseñada

La geometría de cada una de las piezas así como el despiece del dispositivo

se puede apreciar en los planos ubicados en los anexos de este trabajo.

Las correas del dispositivo que sujetan la pierna fueron diseñadas de tal

manera que puedan ajustarse a distintas circunferencias dependiendo de la

persona que usará el dispositivo. La primera correa está situada a la altura de

la cintura y rodea el tranco del paciente, la segunda correa fue colocada a 20

cm de la parte superior de la pieza “2”. La tercera correa está situada en la

pieza 3 a 4 cm de donde se une esta pieza con la pieza 4. La cuarta y quinta

correa están situadas en la pieza 5, la cuarta correa a 3 cm de la unión de

esta pieza con la pieza 4 y la quinta correa a 17 cm por debajo de la cuarta

correa, .la sexta correa está ubicada en la pieza 7 para sujetar el calzado.

Correa 1

Correa 2

Correa 3

Correa 4

Correa 5Correa 6


La ortesis diseñada tiene la facultad de ajustarse a varios tamaños de

persona, esta cualidad la hace única ya que los dispositivos construidos por

las casas ortopédicas son hechos a la medida del paciente, imposibilitando

que sea usado por varias personas. El dispositivo puede ajustarse a 5 alturas,

las cuales van desde 4 cm por encima del trocante mayor del paciente hasta

el tobillo. En la tabla 4.1 se muestran las alturas a las que se puede ajustar la

ortesis.

Tabla 4.1. Alturas a las que se puede ajustar la ortesis.

Posición N0 Altura (cm)1 83,52 85,53 87,54 89,55 91,5

Las correas de la ortesis poseen la capacidad de ajustarse a distintos

diámetros dependiendo del peso del paciente, el rango de ajuste de las

correas se muestra en la tabla 4.2.

Tabla 4.2. Rango de diámetros de las correas

Correa Desde (cm) Hasta (cm)1 88 1052 52 623 45 554 40 505 35 45

En la tabla 4.3 se muestra la cantidad de partes por piezas necesarias para

armar la ortesis.


Tabla 4.3. Piezas necesarias para el armado de la ortesis

Piezas Cantidad 1 22 23 44 85 46 47 48 29 6

Tornillos acero 1010 de 3/16” 58Tuercas 68

Arandelas de presión 30

FIGURA 4.2. Piezas de la ortesis

Pieza 2

Pieza 3

Pieza 4

Pieza 5

Pieza 6

Pieza 7

Pieza 1

Pieza 8

Pieza 9

Pieza 9


4.2. Materiales

Para la fabricación del dispositivo se seleccionó como material, aluminio 6063,

la selección de este material se debió a que se encuentra con facilidad en el

mercado nacional, es de bajo costo y sus propiedades son idóneas para el

dispositivo. Debido a que el aluminio es un material dúctil, los concentradores

de esfuerzos que se generen serán absorbidos por el material sin afectar los

resultados finales del estudio.

Los tornillos seleccionados son de acero 1010, esto se debe a que los mismos

no estarán sometidos a grandes esfuerzos y se adquieren fácilmente en el

mercado nacional.

Tabla 4.4. Propiedades mecánicas de materiales usados. Fuente: 1986 SAE handbook p.215

MaterialCarga de

rotura (MPA)

Límite elástico (MPA)

Alargamiento (%)

Resistencia a la

cizalladura (MPA)

Módulo de elasticidad

(GPA)

Aluminio 6063

220 170 14 140 69

Acero 1010

370 300 20 - 21

4.3 Estudio analítico

A continuación se presenta el estudio realizado al dispositivo considerándose

el aparato como una viga simplemente apoyada. Se presentará el diagrama

de cuerpo libre (D.C.L.), el cual se puede apreciar en la figura 4.4, así como el

factor de seguridad que se obtienen al ser sometido a las condiciones

presentadas al inicio de esta sección. Se determinará el comportamiento de

las piezas bajo flexión.


Las piezas están sometidas a una carga distribuida aplicada sobre el área

ocupada por las correas. Esta carga viene dada por el 10 % del peso máximo

soportado por el equipo que es 7Kg, esta carga se divide equitativamente

entre las dos correas más próximas a la articulación de rodilla que son la

correa 3 y la correa 4, cada correa tendrá una fuerza aplicada de 35 N,

distribuida a lo largo del área que ocupan las correas que es de 0,66 m cada

una, para determinar la carga distribuida sobre el dispositivo se utilizó la

ecuación 4.1:

3,5Kg F= 35 N

= = , = 530,3 (4.1)

Donde:

P: Carga distribuida sobre la pieza

F: Fuerza aplicada

D: Distancia en la cual está distribuida la pieza

El esfuerzo generado en la sección transversal de las barras, viene dado por

la ecuación:

= (4.2)

Donde M es el momento flexionante causado por la carga y se obtiene del

estudio de la viga a través del diagrama de corte y momento.

La relación I/C es el moduló de sección transversal de la pletina de ancho b y

altura h:


= × (4.3)

El factor de seguridad para materiales dúctiles es definido por la ecuación:

= (4.4)

Donde Sy representa el límite elástico del material y σ representa el esfuerzo

al que está siendo sometido el material.

Figura 4.3. Esquema del sistema analizado

Para trazar el diagrama de corte momento es necesario hallar la reacción en

la correa 5 (RC5) se hace una sumatoria de momento en el punto donde se

ubica la correa 2:

∑MC2 = 0 = PC3(L3) + PC4(L4) – RC5(L5) (4.5)

Donde:

MC2: Momento en el punto C2

PC3: Carga distribuida en el área ocupada por la correa

L3: Longitud desde el apoyo C2 hasta C3

0,52 m

0,383 m

0,203 m

0,137 m

C2 C5C3 C4

530,3 N/m 530,3 N/m


PC4: Carga distribuida en el área ocupada por la correa



Sustituyendo los valores correspondientes en la ecuación 4.2:

∑MC2 = 0 = 35N(0,17m) + 35N(0,35m) – RC5(0,52m)

Obteniendo como resultado el valor de:

RC5= 35 N

De igual manera se procede para la reacción:

RC2= 35 N

Mediante el diagrama de corte y momento de la figura 4.5 se obtuvo el valor

del momento máximo flexionante del sistema el cual es:

Mmáx: 5,94 N.m = 5.945 N.mm

Mediante el uso de la ecuación (4.2) se calculó el esfuerzo, dando como

resultado:

= 6 × 5.945 ×4,7625 × (38,1) = 5,1592

Por último obtenemos el factor de seguridad para materiales dúctiles con la

ecuación (4.3):

= = 1705,16 = 33


Figura 4.4. Diagrama de cuerpo libre, corte y momento

4.4 Análisis numérico

4.4.1 Sistema analizado

Para la evaluación de la ortesis se utilizó el conjunto de piezas que

conforman la articulación de la rodilla (ver figura 4.3) cuando la ortesis

está en su posición de mayor longitud. Se seleccionó este sistema

debido a que es la posición más extendida que adoptará la ortesis y por

lo tanto se considera como la más crítica.

RC2RC5

35 N 35 N

35

V (N)

- 35

4,795,94

M (N.m)


FIGURA 4.5. Sistema analizado de la ortesis

La geometría del sistema se obtiene a partir del módulo de diseño asistido por

computadora Auto CAD, el cual proporciona una interfaz que permite la

transferencia directa de la geometría del sistema al programa de análisis de

elementos finitos, exportando el modelo a través del formato normalizado de

intercambio de datos SAT.

Para el sistema se lleva a cabo un análisis estático con cargas constantes, y

se evalúa la distribución de tensiones que se presentan bajo flexión. El

sistema no se estudia a fatiga debido a que no es de uso continuo sino para

pruebas.

Las condiciones de las cargas aplicadas al sistema vienen dadas en el

momento en que el paciente está realizando la macha con ortesis y la pierna

tiende a desviarse hacia afuera. Esta carga fue estimada como el 10% del

peso máximo que soporta el equipo.

4.5 Discretización del sistema por elementos finitos

Por las características geométricas del sistema del conjunto de barras, se crea

un mallado libre para todo el conjunto empleando elementos tetraédricos.


Todos los cuerpos del sistema fueron mallados con C3D4, Está definido por

diez nodos, con tres grados de libertad en cada uno (traslación según X, Y e

Z, como se indica en la figura 4.6) modificado para formulaciones de orden

cuadrático y admite la formulación de materiales con plasticidad,

endurecimiento, fluencia y capacidad de grandes deformaciones, además, su

configuración tetraédrica le permite adaptarse a la forma de la pieza

(ABAQUS versión 6.9).

Una vez creados y ensamblados los elementos de la ortesis, se realizó el

primer mallado y se refinó hasta obtener la convergencia del modelo. Se

tomó como parámetro de convergencia cuando el error del esfuerzo de Von

Mises es menor al 10%, empleándose la ecuación:

1

1

(%) n n

n

E

(4.5)

El análisis es de tipo estático y se realizó para un instante considerado como

crítico, en el cual el dispositivo sería usado en su medida de mayor longitud y

estaría en la posición de apoyo unilateral de la extremidad correspondiente al

cuarto tiempo del ciclo de marcha con ortesis como se observa en la figura

2.15. La tabla 4.5 muestra los resultados numéricos del esfuerzo máximo de

Von mises y el error porcentual del sistema correspondientes al estado de

carga a flexión.

Para esto se tomó el valor del momento flector del diagrama de corte y

momento (ver figura 4.4) y se determino el esfuerzo al cual está sometido

mediante la ecuación 4.2 dando como resultado 8,03 MPa.


Tabla 4.5. Resultados numéricos del esfuerzo máximo de Von Mises y error porcentual para

el sistema

Mallado ElementosEsfuerzo máximo de

Von Mises (MPa)Error porcentual (%)

1 3.939 40,7 -2 7.939 27,8 31,693 13.776 37,8 35,974 27.574 44,2 16,935 47.912 45,7 3,396 80.443 29,8 34,797 124.789 32,7 9,738 141.920 33 0,919 176.483 33,1 0,3010 227.855 32,9 0,60

De forma gráfica, la convergencia del modelo para distintos mallados se

pueden observar el la figura 4.7.

Figura 4.6. Análisis de convergencia del esfuerzo máximo de Von Mises respecto al número

de elementos para el sistema

Por norma general cuanto más fina es la malla, es decir cuánto más es el

número de los elementos, más cercana será la solución del análisis a la

solución verdadera del modelo subyacente. Se selecciona la malla # 7 con

124.789 elementos ya que el porcentaje de error es menor al 10%, y donde se


obtuvo un esfuerzo máximo de Von Mises de 32,7 MPa.

La figura 4.8 muestra el sistema mallado, las piezas sometidas al estudio se suponen como unidas entre sí de forma que no existe movimiento relativo entre ellas.

Figura 4.7. Mallado del sistema modelado de la pieza 4.

4.6 Análisis de resultados

Una vez realizada la simulación del modelo bajo el estado de carga se

determina el esfuerzo máximo de Von Mises, ya que dicha teoría es la más

adecuada para materiales dúctiles. De acuerdo con este criterio, el modelo

falla cuando en alguno de sus puntos, la energía de distorsión por unidad de

volumen supera el límite de fluencia del material usado [Norton, 1999].

El programa ABAQUS CAE 6.9 puede presentar los resultados del análisis

mediante una escala de colores, que van desde el azul hasta el rojo y

representan los esfuerzos mínimos y máximos respectivamente en la pieza

estudiada.

El estudio corresponde a cuando el paciente está usando el dispositivo en

marcha y está apoyando un solo pie, o lo que se podría describir como cuarto

tiempo en la marcha con ortesis (ver figura 2.12), en la figura 4.9 se muestra

la distribución de esfuerzos de Von Mises del modelo sometido a flexión, en el


cual se obtuvo un esfuerzo máximo de:

( á ) = 32,7Se puede observar la concentración del esfuerzo máximo, tal como lo muestra

figura 4.9. en la esquina inferior de la parte externa de la articulación.

Figura 4.8. Esfuerzos de Von Mises (VM: MPa) para el sistema sometido a flexión

= = 17032,7 = 5,19Empleando esta ecuación se tiene un Factor de seguridad de 5,19.

El factor de seguridad obtenido mediante los cálculos analíticos del dispositivo

completo es distinto del obtenido al evaluar la articulación mediante el

programa ABAQUS, debido a que mediante el método analítico se simplifica el

dispositivo a una viga simple y se usó el método de elementos finitos en la

articulación para estudiarla con mayor detalle debido a las variaciones en su

geometría que presenta.

CCAAPPÍÍTTUULLOO 55PPrruueebbaass aall pprroottoottiippoo

A continuación se presentan los resultados obtenidos una vez realizada la

fabricación de la ortesis, a partir del diseño presentado en los capítulos

anteriores, a manera de evaluar el funcionamiento del dispositivo en

condiciones de uso. Finalmente se discutirán los resultados de dichas

pruebas.

5.1 Objetivo de la prueba

Se realizó un estudio experimental, con el propósito de evaluar el

comportamiento mecánico del dispositivo, fundamentalmente si el mismo

puede adaptarse a diferentes tallas y pesos y si proporciona asistencia en la

bipedestación y marcha, así como la comodidad del paciente al momento de

usar la ortesis.


5.2 Método

Para lograr el objetivo planteado se construyó la ortesis para miembros

inferiores (ver figura 5.1) con aluminio 6063, empleando máquinas-

herramientas de conformado mecánico, con las especificaciones presentadas

en el capítulo anterior.

Figura 5.1 Ortesis para miembros inferiores

Para colocar el aparato se deben seguir los siguientes pasos:

1. Ajustar el dispositivo de acuerdo al tamaño del sujeto de prueba, esto

se hace mediante el acoplamiento de los agujeros en las barras. En la

tabla 4.1 se especifican las distintas alturas que el equipo puede

manejar, tomando en cuenta que dicha altura corresponde a la

Capítulo 5. Pruebas al prototipo 51

distancia existente entre la articulación de la cadera y los tobillos.

2. Se coloca la correa superior a la altura de la cadera del paciente, si

éste presenta control de tronco, en caso contrario, la correa debe ir a la

altura de las costillas inferiores, luego se ajusta la misma hasta quedar

bien sujeta.

3. Se sujeta el resto de correas que van en ambas piernas, esto se hace

de manera que no queden muy apretadas para que no lastimen al

paciente pero lo suficientemente ajustadas para que no se suelten. El

diámetro de las correas de las piernas va a depender de la contextura

del paciente y el rango de las mismas se puede apreciar en la tabla 4.2.

Figura 5.2. Ajuste de altura de la ortesis


Figura 5.3. Colocación de la ortesis al paciente

El paciente al cual se le probó la ortesis es un joven de 25 años de edad, con

un peso de 65 Kg aproximadamente y una altura de 1.70 m el cual presenta

una lesión medular producida por un impacto de arma de fuego que le causó

pérdida de control de movimientos y dificultad en la marcha, pasó

aproximadamente 3 meses en cama, para posteriormente comenzar su

rehabilitación, al momento de realizar la prueba el paciente había estado en

terapia por 6 semanas, presentaba control de tronco y realizaba pasos cortos

con dificultad para avanzar en la pierna derecha.

Una vez puesta la ortesis, se colocó al paciente en postura de bipedestación,

como se observa en la figura 5.4, para corroborar el funcionamiento de la

misma. Luego se realizó una marcha de 5m aproximadamente para

comprobar la asistencia en marcha del dispositivo.


Figura 5.4. Bipedestación

En la figura 5.5 se puede observar con detalle la posición de primer y tercer

tiempo de la marcha con ortesis, con lo cual se confirma que la ortesis

diseñada cumple con los lineamientos teóricos descritos en diferentes textos

de cómo debe ser la marcha al usar una ortesis.


Figura 5.5. Marcha con ortesis

La ortesis diseñada también permite al paciente que la use realizar

movimientos de flexión y extensión tanto de rodilla como de tobillo, los cuales

son movimientos básicos durante la marcha. Estos movimientos se pueden

apreciar en las figuras 5.6 y 5.7 respectivamente.

Figura 5.6. Flexión y extensión de rodilla


Figura 5.7. Flexión y extensión de tobillo

La articulación de cadera gira únicamente para permitirle al paciente sentarse

como se aprecia en la figura 5.8, durante la bipedestación y la marcha, la

articulación se mantiene alineada en posición vertical con el sistema de

pletinas que conforman la ortesis.

Figura 5.8. Articulación de cadera en sedestación

Una de las particularidades de la ortesis diseñada que la hace diferente de las

ortesis comerciales es que además de ajustar su altura a diferentes medidas

la misma puede separarse en secciones, transformándose así de una HKAFO

a una KAFO o AFO según sea el requerimiento, separando las piezas a la


altura q se desea. En las figuras 5.9 y 5.10 se puede observar la ortesis

adaptada para funcionar como una KAFO y una AFO respectivamente.

Para convertir la ortesis diseñada en una HKAFO solo se debe liberar la unión

de la pieza 2 con la 3 y el resto del dispositivo permanece igual, la correa 3 se

mantiene para que proporcione estabilidad a la articulación de rodilla. (Figura

5.9).

Figura 5.9. KAFO

Para convertir la ortesis diseñada en una AFO se debe separar el equipo a la

altura de la pletina 5, esta se separa de la pieza 4 la cual que corresponde a

la articulación de rodilla, se conservan todas las correas inferiores a la

articulación de rodilla para proporcionar estabilidad al tobillo.


Figura 5.10. AFO

Se realizó una prueba adicional para comprobar la capacidad del equipo de

adaptarse a personas de distinta talla y peso en este caso se uso una

paciente sana de 30 años de edad, 1.66 m de altura y 62 Kg de peso.

Figura 5.11. Colocación de la ortesis a paciente sana


Figura 5.12. Marcha de paciente sana con ortesis

Resultados

No se observaron deformaciones significativas del equipo que

comprometieran su funcionamiento o estabilidad.

El paciente de prueba no acuso molestias al momento de caminar asociadas

al dispositivo, manifestando que el mismo es ligero, cómodo, estable y fácil de

llevar.

Ninguna de las sujeciones del equipo presento fallas o deformación,

manteniendo las piezas bien sujetas en su posición correcta.

Las correas de ajuste mantuvieron su diámetro durante la realización de la

marcha con ortesis.

CCAAPPÍÍTTUULLOO 66CCoonncclluussiioonneess yy rreeccoommeennddaacciioonneess

6.1 Conclusiones

Se seleccionó como material de construcción el aluminio 6063 basado en las

prestaciones de sus propiedades mecánicas como son: módulo de elasticidad

69 GPa, límite elástico 170 MPa y resistencia a la cizalladura 140 MPa. Todos

los componentes en el dispositivo se encuentran disponibles en el mercado

nacional y son económicos.

Se diseñó una ortesis larga para miembros inferiores para pacientes que

presenten lesiones medulares, los cuales requieran asistencia en la marcha y

bipedestación. La ortesis fue evaluada analíticamente considerándose el

aparato como una viga simplemente apoyada, obteniéndose un factor de

seguridad de 1,63. La zona evaluada por el método de los elementos finitos

fue la correspondiente a la articulación de rodilla, por ser la zona que está

sometida a mayores esfuerzos, los esfuerzos máximos alcanzados no

superan el límite elástico del material y se obtuvo un factor de seguridad de

5,19.

Se construyó la ortesis diseñada la cual ofrece la posibilidad de modificar su

altura y diámetro de las correas para ajustarse a pacientes de distinta talla y

60 Diseño y Construcción de una Ortesis para Miembros Inferiores

peso. También limita los movimientos de abducción y aducción en rodillas y

tobillos para evitar lesiones durante la marcha con ortesis. Además se separa

en módulos para transformarse en otros tipos de ortesis, puede ser de una

HKAFO a una KAFO o AFO según se requiera.

Se realizaron pruebas y ajustes al dispositivo donde se corroboró su

funcionamiento bajo condiciones de trabajo, así como la comodidad que

proporciona al paciente durante su uso.

El prototipo tuvo un costo aproximado de BsF 3.000, esto incluye materiales,

transporte, mecanizado y costura de las correas.

6.2 Recomendaciones

Luego de realizar las pruebas, el personal del departamento de fisiatría hizo

las siguientes recomendaciones: (1) cubrir la cara interna de las piezas del

dispositivo con material acolchado, (2) realizar un avellanado en los agujeros

de los tornillos para esconder las cabezas de los mismos, (3) sustituir las

correderas de las correas por cierre mágico para disminuir el tiempo de

colocación del dispositivo, (4) redondear las esquinas de las piezas para darle

un aspecto más seguro y prevenir algún accidente aunque estas no están en

contacto directo con la piel del paciente. Estas modificaciones no fueron

hechas puesto que no representan cambios significativos en la estructura del

dispositivo ni en su funcionamiento, en su mayoría son de tipo estético,

aunque se recomienda para trabajos futuros sean aplicadas.

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